【正文】 串口設(shè)計及外 USB 座的設(shè)計 DCD1R12GND3D+4D5VDD6REGIN7VBUS8RST9NC10SUSPEND11SUSPEND12NC13NC14NC15NC16NC17NC18NC19NC20NC21NC22CTS23RTS24RXD25TXD26DSR27DTR28U5CP2102GMCCP1D+DCP2102RXCP2102TXCP2102VCCVCC5V有線傳輸237_OUTIR+RD+12345678910USB10PIN miniUSBAVCC3VVCC5VD+DRF100k237_OUT 圖 37 串口通信及 USB 設(shè)計圖 CP2102是一個高集成的 USBUART 的轉(zhuǎn)換控制器。 VBATTERY+12BATTERY652833/500mA FU1500mAR1100KDO1FHD41481122S1DTSGL61NVT/RR2100KPOWER_KEYV+1NO12COM13IN14NC15GND6NC27IN28COM29NO210U1SGM3005XMSDO21N5819HWFU2500mAVBATTVRTCText保險絲隔離Text 圖 35 電路板供電設(shè)計圖 Vin1G2SHDW3NC4Vout5V1 NCP511SN30T1GC1E1220uF/10VVDD301 單片機供電Vin1G2SHDW3NC4Vout5V2 NCP511SN30T1GC2E222uF/10VVDD302VBATTE1122uF/10VE1222uF/10VVin1G2SHDW3NC4Vout5V3 NCP511SN30T1GC3E322uF/10VVDD303 光敏管供電C4E422uF/10VVDD334VBATT123V4 MCP1702T3302E/CBE1322uF/10VE1422uF/10V 圖 36 芯片的供電設(shè)計圖 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計（論文） 第 23 頁 NCP511系列是 一個帶有使能端的穩(wěn)壓器，其引腳定義如下： Vin 電壓輸入端 Vout 電壓輸出端 WDHS 是穩(wěn)壓使能端 NC 閑置端 G 接地 MCP1702為一常見的三端穩(wěn)壓器。開關(guān)斷開后 COM1接 NC1懸空，但 COM2仍接電源繼續(xù)為系統(tǒng)供電。 同理可得 紅外光的發(fā)光原理。原理圖如下 ： 圖 34 SGM3005的原理圖 當(dāng) RDDRV為高電平時， COM1接 NO1接電源為高電平，及 RD+為高電平，驅(qū)動后面的紅光二極管發(fā)光 。脈沖信號的頻率選定為工頻整數(shù)倍以降低工頻干擾，本系統(tǒng)的驅(qū)動頻率分別選用 400Hz 和 800Hz。脈沖調(diào)制不是傳送調(diào)制信號的每一個瞬時值，而只是傳送其采樣值，只要采樣頻率足夠高（按奈奎斯特采樣定理，只要采樣頻率 fs 等于或大于信號最高頻率的兩倍），則可由采樣脈沖來恢復(fù)原信號，而不會導(dǎo)致失真。從信息攜帶與檢出要求看，采用調(diào)制光攜帶信息可使光信號自身具有與背景輻射不同的特征，有利于和背景輻射區(qū)分開，除了抑制背景光干擾外，調(diào)制對抑制系統(tǒng)中各環(huán)節(jié)的固有噪聲和外部電磁場干擾也有一定作用。調(diào)制就是使光的強度、振幅、頻率或相位等某一個 (或幾個 )參數(shù)按一定規(guī)律變化。 2． 驅(qū)動電路 脈搏血氧飽和度檢測以光電檢測技術(shù)為基礎(chǔ)，因此，周圍雜散光、暗電流等各種干擾對系統(tǒng)影響比較大。另一光波長選在 660nm波長附近，檢測光附近還原血紅蛋白（ Hb）表現(xiàn)出強烈的吸收特性，該波長處光對氧合血紅蛋白 (HbO2 )和非氧合血紅蛋白 (Hb)吸收系數(shù)之差近似最大。原理推導(dǎo)中要求其中一波長對氧合血紅蛋白 (HbO2)和非氧合血紅蛋白(Hb)的吸光系數(shù)相等，該光波波長應(yīng)該選在 805nm左右，而該點的吸光系數(shù)隨波長變化梯度較大，這樣當(dāng)發(fā)光管存在個體差異時，不利于調(diào)試替換。為減少組織對測量精度的影響，選擇光波波長時，要求氧合血紅蛋白 (HbO2)和非氧合血紅蛋白 (Hb)對它的吸光系數(shù)要大于非血液組織對它的吸光系數(shù)，但不要太大使透過部分難于檢測。發(fā)光管驅(qū)動器（ 2）采用固定的脈沖電壓和電流驅(qū)動紅外發(fā)光管（ 4）、紅光發(fā)光管（ 3）發(fā)光，這種固定脈沖電流驅(qū)動的方法可以簡化硬件設(shè)計，節(jié)約體積和成本。微處理器（ 1）根據(jù)所檢測到的每路光脈沖周期及其 波動量計算出相應(yīng)的直流分量和交流分量，從而按通常的脈搏血氧儀求得容積脈搏波數(shù)據(jù)，脈搏血氧飽和度及心率值。微處理器（ 1）周期性地按時序輸出兩路脈沖信號，通過驅(qū)動器（ 2）依次驅(qū)動紅外發(fā)光管（ 4）、紅光發(fā)光 管（ 3），發(fā)出的光脈沖經(jīng)人體組織（ 7）衰減和調(diào)制后為光頻率轉(zhuǎn)換器（ 5）所接收，并轉(zhuǎn)換成頻率和脈沖光強成線性比例關(guān)系的脈沖串傳送至微處理器（ 1） I/O 口。 微處理器（ 1）可以是任何一種具有外部中斷功能的 I/O 口、通用串行接口，可計時的微處理器，應(yīng)盡可能選用較高的系統(tǒng)時鐘頻率。所述紅光發(fā)光管（ 3）、紅外發(fā)光管（ 4） 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計（論文） 第 19 頁 分別與發(fā)光驅(qū)動器（ 2）的兩路輸出電連接，發(fā)光驅(qū)動器（ 2）的輸入與微處理器（ 1）信號連接，該微處理器（ 1）含有帶外部中斷功能的 I/O 口、通用串行接口。本系統(tǒng)針對傳統(tǒng)脈搏血氧檢測系統(tǒng)的缺陷，提出了數(shù)字化設(shè)計的思想，采用現(xiàn)代微處理器和集成電路技術(shù)來簡化硬件電路。 基于 DS 的脈搏血氧測量系統(tǒng)的系統(tǒng)硬件組成 總體設(shè)計思想與系統(tǒng)構(gòu)成 由上文可以看出，傳統(tǒng)脈搏血氧飽和度檢測系統(tǒng)采用了復(fù)雜的模擬電路來完成諸如調(diào)制解調(diào)、雙光束分離、交直流分離、濾波放大、脈搏波檢出和交直流分量獲取等一系列工作。這種復(fù)雜的硬件電路使得系統(tǒng)穩(wěn)定性和可重復(fù)性差，也為信號檢測帶來了不可避免的系統(tǒng)誤差和測量隨機誤差。最后由單片機完成脈率，血氧飽和度計算。前級光電檢測電路將光電流信號轉(zhuǎn)換為光電壓信號，后經(jīng)放大和解調(diào)等環(huán)節(jié) 將通過調(diào)制的數(shù)字信號重新恢復(fù)成模擬信號，然后通過雙光束分離電路將雙脈沖序列分離為紅光信號和紅外光信號兩部分，再經(jīng)交直流分離電路分別將紅外光信號，紅光信號中的脈動成分與 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計（論文） 第 18 頁 直流分量分開，形成 4路信號，其中直流分量直接送 A/D 采樣，交流量再通過低通濾波和交流放大后送 A/D 采樣， 4路信號采樣后的結(jié)果送單片機。調(diào)控的方法一般是利用 D/A 等硬件設(shè)備通過調(diào)節(jié)發(fā)光管驅(qū)動電流的大小分別將雙光束直流透射信號調(diào)節(jié)在一個固定的電壓或某個電壓范圍內(nèi)。 系統(tǒng)主要分為驅(qū)動和檢測兩大部分。傳統(tǒng)的脈搏血氧飽和度檢測系統(tǒng)多是通過模擬技術(shù)完成信號處理、檢測等一系列工作的。近幾年來國內(nèi)也相繼研制出一些脈搏血氧儀，但在測量精度和穩(wěn)定性方面還未能很好的解決，尚未在臨床上得到廣泛應(yīng)用。動態(tài)光譜法正是基于想實現(xiàn)消除個體差異的設(shè)想而提出的新的檢測方法，因 此消除了個體差異的動態(tài)光譜法理論上大大提高了血液成分的檢測精度 。從而降低了光譜檢測的條件要求，提高了檢測的質(zhì)量。 （ 3）接觸壓力 動態(tài)光譜法中壓力的變化將同時影響 Imax 和 Imin，且由于動態(tài)光譜的測量僅僅與動脈組織有 關(guān)，所以接觸壓力變化帶來的影響必然會減小，光譜數(shù)據(jù)也不會受較大的影響。動態(tài)光譜法對測量精度的提高可以體現(xiàn)在以下幾個方面 [10]： （ 1）測量儀器 動態(tài)光譜法中入射光 Imax 和出射光 Imin 是由動脈脈動信號同步提取的，不論是光學(xué)系統(tǒng)中光源強度的變化，還是光電轉(zhuǎn)換系統(tǒng)中檢測器件工作性能的變化，都會引起動態(tài)光譜數(shù)據(jù)中的 Imax 和 Imin 的同步變化，保證了入射光 Imax 和出射光 Imin 比值的關(guān)系，而作為入 射光 Imax 和出射光 Imin 比值對數(shù)的吸光度將不受儀器測量誤差的影響，從而保證了光譜數(shù)據(jù)吸光度的準(zhǔn)確性?；趧討B(tài)光譜的脈搏血氧飽和度的測量原理完全由理論推導(dǎo)出來，不存在其他假設(shè)和近似，不僅能夠消除個體差異和測量條件對檢測結(jié)果的影響，其理論上可以消除個體差異引起的脈搏波波形不同以及不同充盈情況帶來的誤差。 基于 DS 的脈搏血氧算法與傳統(tǒng)算法精度比較 修正的朗伯－比爾方程是對生物 組織對光的吸收情況更精確的描述，而脈搏波也不是一種簡單的波形，不像正弦波或三角波那樣最小值與平均值有恒定的比例關(guān)系。這樣一來，皮膚、骨骼、肌肉等個體差異的影響都被去除了。則動脈充盈時的吸光度和動脈收縮時的吸光度之差為： lllAAA abab ?? )( m i nm a x21 ???????? (220) 在上面的推導(dǎo)過程中，非脈動血液和各層組 織的吸收和散射的吸光度分量都被消掉了，動脈充盈時和動脈收縮時的吸光度的差值Δ A 僅由動脈血的脈動吸收部分貢獻(xiàn)，主要反映脈動的動脈血的吸收變化。設(shè)除脈動動脈血外的被透射組織共 n 層，第 i 層的吸收系數(shù)為 ii? ，動脈血的吸收系數(shù)為 μab，一個光電脈搏波周期上動脈充盈時最大光路長為 lmax，動脈收縮時的最小光路長為 lmin，則動脈充盈時吸光度 A1和動脈收縮時吸光度 A2可分別表示為： GllAabni ii ???? ?? m a xm a x11 ?? （ 218） GllAabni ii ???? ?? m inm in11 ?? （ 219） 設(shè) l 為 lmin 與 lmax之差。代入式 (216)可得： GlA a ??? ? （ 217） 在近紅外光透射檢測中，吸光度主要由被透射組織的吸收與散射構(gòu)成，其中血液散射相對較小，可忽略不計。檢測得到動態(tài)光譜后，根據(jù)已知的血液各組 分的吸光系數(shù)和脈動動脈血液的等效光程長 d，即可計算出各組分的濃度 Ci。I ；而動脈血管充盈度最高狀態(tài)對應(yīng)光電脈搏波谷點，即脈動動脈血液作用最大的時刻，此時的出射光強 Imin 最弱，為脈動動脈血液的最小出射光強 I，所以通過記錄動脈充盈至最大與動脈收縮至最小時的吸光度值，就可以消除皮膚組織、皮下組織等一切具有恒定吸收特點的人體成分對于吸光度的影響。因此脈搏搏動的變化必然引起近紅外光譜吸光度的變化，如圖 24所示。動態(tài)光譜法根據(jù)光電脈搏波的產(chǎn)生原理檢測血液成分濃度，利用動脈充盈與動脈收縮時吸光度的變化量，來消除測量中由于皮膚組織和肌肉組織產(chǎn)生的個體差異 [9]?？紤]生物組織的散射性質(zhì)，用平均光路長代替基本朗伯－比爾方程中的物理光路長，并給出修正的朗伯－比爾方程。 1988年 Cope M 等提出了修正的朗伯 比爾定律。光子從光源遷移到檢測器的總路徑長度要大于光源和檢測器之間的幾何距離。光子以一定的方向和速度在組織中傳播，直至遇到可被看成是一個粒子或位置的散射層，光子在此彈性地改變了動量，并依散射特性沿隨機方向散射。如果組織多散射光，那么光子路徑長度分布的結(jié)果比測量幾何距離大得多，因此用朗伯－比爾定律定量描述組織成分濃度變得很復(fù)雜。 基于動態(tài)光譜的脈搏血氧檢測原理 修正的朗伯－比爾定律 生物組織是由不同大小，不同成分的細(xì)胞和細(xì)胞間質(zhì)組成的，在光學(xué)上我們通常把它稱為渾濁介質(zhì)。 AC/DC 的值越大，其計算誤差就越大；而 AC/DC 的值越小，誤差越小，但 AC 值越不容易測準(zhǔn)。 （ 2）由于在臨床實例中 AC/DC 的值在 1％到 2％，因此，由式 (211)及 (27)計算得到數(shù)據(jù)最高精度只能達(dá)到 210? 數(shù)量級。這是脈搏式 SaO2檢測技術(shù)的原理。 傳統(tǒng)脈搏血氧測定法 若將動脈血中非搏動部分吸收光強與靜脈血及組織 吸收光強合并為不隨搏動和時間而改變的光強度，實際檢測中采用直流分量 DC 來近似代替；而隨著動脈壓力波的變化而改變的光強定義為搏動性動脈血吸收的光強度，實際檢測采用交流分量 AC 代替。39。lg （ 210） 設(shè)動脈充盈時血液厚度 l 增加Δ l，透過光量 I 則會減少Δ I，此時吸光度為 A1，動脈血液充盈最低時吸光度為 A2。從圖 22可以看出，非血液組織和靜脈血液的吸光量為常量，光在穿過非血液組織及靜脈血液后，未穿過動脈血液前的強度為： ,10039。脈搏式 SaO2測量技術(shù)就是利用這個特點，通過檢測血液容量波動引起的光吸收量變化